JP5372011B2 - 自動ｃｐｒに対するシステム及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、広くは、心肺蘇生法（ＣＰＲ）を自動的に実行するシステム及び方法に関する。より具体的には、胸部の粘弾性特性が、患者に加えられるべき適切な圧迫力を決定するために計算される。

心停止は、現在の世界において最も頻度の高い死因の１つである。心肺蘇生（ＣＰＲ）は、専門的なケアが可能になるまで心停止を起こした犠牲者の一時的な初期治療に対する好適な方法である。ＣＰＲは、体を流れる血流を誘導するために犠牲者の胸部の圧迫を伴う。

手動ＣＰＲは、激しく、身体的に疲れる。長期間にわたり良質なＣＰＲを実行することができる人は少なく、質の悪いＣＰＲは、犠牲者の健康に有害である。更に、救急車内で移送中に適切にＣＰＲを実行するのは難しい。

ＣＰＲの実行を機械的に自動化する装置が存在する。しかしながら、これらの装置は、典型的には、複数の困難に苦しむ。これらは、固定の力を使用する装置におけるパーソナライズ性の欠如、加えられる力を適切に制限するのに失敗した装置により引き起こされた致命的な器官損傷、及び手動ＣＰＲにより達成される結果より悪い結果を含む。

本発明は、患者の胸部に複数の圧迫力を加え、前記複数の圧迫力の各々に対応する変位を測定し、前記圧迫力及び前記変位に基づいて前記胸部の特性を決定する方法に関する。

本発明は、患者の胸部に圧迫力を加える加力装置と、前記圧迫力の各々に対応する前記胸部の変位を測定する測定装置と、前記圧迫力の各々に対応する前記胸部の変位に基づいて前記胸部の特性を決定する制御装置とを持つシステムに関する。

本発明によるＣＰＲを自動的に実行する方法の典型的な実施例を示す。 本発明によるＣＰＲを自動的に実行するシステムの典型的な実施例を示す。 犠牲者の組に対して測定されたデータに基づいて胸部圧迫に対する変位−力関係を示す。 犠牲者の３つのグループに要求される推定される圧迫力を示す。 患者の胸部の数学的な粘弾性モデルの断面概略図を示す。 図５のモデルに基づいて平均的な人に対する時間に対する３レベル力パルスに対する変位及び速度のプロットを示す。 本発明によるＣＰＲを機械的に実行するフィードバックベースの学習システムを示す。

本発明の典型的な実施例は、以下の説明と、同様の要素が同じ参照番号で示される添付の図面とを参照して更に理解されることができる。本発明の典型的な実施例は、個々の患者に調節するような形でＣＰＲを自動的に実行するシステム及び方法を記載する。

米国心臓協会（ＡＨＡ）及びヨーロッパ蘇生協議会（ＥＲＣ）は、ＣＰＲが、３０回の圧迫及び後続する２回の換気の周期で最も効果的に実行されると推奨している。圧迫が、毎分９０回の速度で実行されることが推奨されている。圧迫は、典型的には、３．８ないし５センチメートル（１．５ないし２インチ）の深さであるべきであり、このような圧迫を達成するのに必要とされる力は、典型的には２５０ないし１６００ニュートンの範囲で、異なる患者に対して大幅に異なる。特定の犠牲者に要する最大の力は、一般に、前記犠牲者のサイズから推定されることはできず、蘇生中に変化しうる。したがって、所定の圧迫深度に到達するのに必要とされる最大の力は、個別に決定されなければならず、蘇生中に適合される必要がありうる。図３は、胸部の剛性の異なる度合を持つ犠牲者の組に対する変位−力関係を示す。すなわち、図３は、犠牲者の目標グループに対してセンチメートルでの異なる胸部圧迫深度（ｙ軸）に対して要求されるニュートンでの力の量（ｘ軸）を示す。太い実線３００は、犠牲者のこのグループ内の平均的な人を示す。

図４は、より一般的に、患者の３つのカテゴリ（例えば、低剛性、平均及び高剛性）に対する３．８センチメートル変位（線４００）及び５センチメートル変位（線４１０）を達成するのに要求される力の推定値（ｙ軸）を示す。典型的なグラフは、何れか一人の患者（例えば、低剛性、平均又は高剛性）に加えられることを要求される力の量が、圧迫深度に依存して大きく異なることができ、異なる患者に加えられることを要求される力の量が、幅広い範囲をカバーすることを示す。加えて、圧迫の速い最適なペースと相まって、潜在的に高い要求される力は、結果として延長された時間期間に対して高品質のＣＰＲの実行の困難を生じる。

図１は、本発明の実施に対する典型的な方法１００を示す。ステップ１１０において、胸部に既知の圧迫力を加える装置が、患者に使用される。前記装置は、例えば、図２を参照して以下に説明される典型的なシステム２００でありうる。前記装置を接続することに関する特定のステップは、前記装置の構造的な細部に依存し、ここでは詳細に論じられない。

ステップ１２０において、前記装置は、胸部に最初の一連の力を加える。人間の胸部は、図５に示されるように、機械的ばね５１０及びダンパ５２０の組み合わせによりモデル化されることができる（例えば、胸部の粘弾性モデル）。ばね係数及び減衰係数は、圧迫深度に強く依存する（例えば、非線形である）。本発明の典型的な実施例は、前記患者に加えられるべき適切な力を決定するのに胸部のモデルを使用することができる。加えて、前記典型的な実施例は、各患者に加えられるべき最適な胸部圧迫パルス形状対時間をも提供することができる。

したがって、１つの典型的な実施例の実施ステップ１２０において、力は、図５に示されるように階段関数のパターンで加えられることができる。すなわち、図６は、所定のステップ力関数に対して時間に対する変位及び速度のプロットを示す。ステップ１２０において加えられるべき最大の力は、特に影響を受けやすいかもしれない患者に対する負傷を防ぐためにプリセット最大値に制限されることができる。階段内のステップの数は、前記モデルを作成するのに使用される所望の精度及びパラメータの数に依存して異なりうる。上記のシーケンスは、測定の特定の時間において前記犠牲者に対して許容される最大の力の推定値を提供する。

前記一連の力が前記装置により加えられると、前記患者の胸部の変位が、ステップ１３０において測定される。当業者は、変位測定が、様々な様式で達成されることができると理解するだろう。例えば、測定は、単純なパターン又は定規のようなパターンから反射される光の使用、ポテンショメータ、加速度計、ＣＰＲ装置特性の使用、モータ回転数の測定等により達成されることができる。胸部形状はＣＰＲ中に変化しうるので、胸部表面の絶対位置を提供する方法が好ましい。

ステップ１４０において、既知の加えられる力、測定される速度及び変位（典型的には図５に示される）は、胸部の物理特性を計算するのに使用される。前記ばね係数は、フックの法則により最終的な変位及び加えられた力に基づいて推定されることができる。この後に、様々な加えられる負荷の下での変位の速度から、前記減衰係数も推定されることができる。深度に依存するばね及びダンパデータを、一方はばね、一方はダンパに対する２つの多項式にフィッティングすることにより、変位対力に対する単純かつ（最大の加えられる力まで）有効な一般的モデルが得られることができる。使用されるべき前記多項式は、制限された数の項を持つ。前記ばね係数に対して、ｄ（変位）におけるｎ次多項式が使用されることができ、次数ｎは、典型的には３ないし５である。一例として、F_S(d(t))=k_S(d)*d(t)=(a₀+a₁*d(t)+a₂*d(t)²+a₃*d(t)³)*d(t)である。ここで、d(t)は、胸部が完全にリラックスした場合の位置d₀と時間tにおける実際の胸部位置との間の差に等しい。d₀が、ＣＰＲ中にゆっくりと変化しうることに注意する。前記減衰に対して、より低次（ｎ＝１又は２）の多項式で十分であり、例えば、F_d=(b₀+b₁*d(t))*v(t)であり、ここでv(t)は時間tにおける胸部の速度（すなわちd(t)の時間導関数）である。このモデルから、３．８ないし５センチメートルの所望の変位を達成するために使用されるべき力パルスは、ステップ１５０において決定される。

一度前記モデルがステップ１４０において決定され、前記使用されるべき力パルスがステップ１５０において決定されると、ＣＰＲは、ステップ１６０において自動的に施行されることができる。上述のように、ＡＨＡ及びＥＣＲにより推奨されるＣＰＲサイクルは、毎分９０のレートでの３０回の圧迫及び後続する２回の換気である。したがって、個別の患者に対する正しいモデルを決定した後に、ＣＰＲは、前記個別の患者に対して正しい量の力を使用して自動的に実行されることができる。

推奨された圧迫のサイクルの実行の後に、二次救命処置（ＡＬＳ）プロトコルが、利用可能であれば、ステップ１７０において施行される。前記ＡＬＳプロトコルのステップは、リズムの確認、除細動、薬物の投与等を含みうる。前記ＡＬＳプロトコルの施行後に、他のＣＰＲが要求されることができ、ステップ１８０において、これがそのケースであるかどうかが決定される。（例えば、前記ＡＬＳプロトコル後の自己心拍再開のために）他のＣＰＲが要求されない場合、ＣＰＲ処置は終了され、前記方法は終了する。しかしながら、他のＣＰＲが要求される場合、前記方法はステップ１９０に進む。

前記圧迫中に、前記胸部の機械的特性が変化しうる（例えば、胸部が低剛性になる場合、肋骨が骨折する場合等）。更に、完全な弛緩時の前記胸部の位置d₀が変化することができ、典型的には、背骨の方向に内側に移動する。ステップ１４０において決定された前記モデルにより予期される変位及びd₀からの前記測定される変位及びd₀の変化は、ＣＰＲの実行中にモニタされる。d₀のモニタリングは、固定の基準点に対する位置測定を要求する。ステップ１９０において、前記変位の変化が所定の閾値を超過したかどうかが決定され、これは、胸部特性が変化したことを示す。例えば、初めに計算されたモデルに基づいて加えられる力は、３．８ないし５センチメートルの圧迫を作るように設計されることができる。しかしながら、前記装置は、例えば、上記の方法を使用して実際の圧迫を常にモニタすることができる。前記実際の圧迫が閾値（例えば、δ₁＝最大深度の１０％、すなわち０．５センチメートル）を超過する場合、前記胸部の機械的特性が変化し、したがって新しいモデルが前記患者に対して計算される必要があると決定されることができる。d₀が指定された距離δ₂（例えば、０．２５センチメートル）より大きく変化した場合、前記モデル及び力パルスは再計算されなければならない。一般に、深刻な胸部及び器官損傷が起こる可能性があるので、特定の制限より上（開始d₀位置と比較して、すなわち５センチメートル＋δ）に最大圧迫深度を増加することは推奨されない。これは、圧迫パルス形状が変化したことを意味する。前記装置が、新しいモデル計算の要求から異常な測定値を除去するために１つの単一圧迫測定ではなく一連の圧迫をモニタするようにセットされることができることに注意すべきである。

前記胸部の特性が変化したことが決定される場合、前記方法は、ステップ１２０に戻り、ここで前記患者に対するモデルを決定するプロセスが繰り返される。胸部特性が変化していない場合、前記方法は、ステップ１６０に続く。ステップ１６０において、ＣＰＲは、特定数の圧迫（例えば２００）だけ続けられ、この後に、ＡＬＳプロトコルが再び実行される。ＣＰＲが要求され続ける場合、上記の処置が反復する。（例えば、前記ＡＬＳプロトコルの後の自己心拍再開のために）ＣＰＲが必要とされない場合、前記ＣＰＲ処置は停止される。

本発明の他の典型的な実施例において、単一の連続的な圧迫が、前記患者の胸部に加えられることができる。モデルパラメータ（例えば、前記胸部のばね係数及び減衰係数）は、この場合、ブルートフォースフィッティングを使用して直接的に決定されることができる。このようなアプローチを使用して、所望の圧迫深度が得られるまで、複数の反復が（各々が増加する固定の力パルスで）要求されうる。

図７は、本発明の他の典型的な方法を示す。このような実施例において、入力（すなわち、力F(t)）は、前記患者の胸部に加えられ、出力（すなわち、変位Y(t)）が測定される。前記力（すなわち、制御ループのフィードフォワード成分）は、この場合、所望の出力変位が到達されるように調整される。これは、反復的プロセスとして実行されることができ、多くのタイプの圧力アクチュエータに対して実行されることができる。このタイプのフィードバックを使用することにより、前記アクチュエータ及び前記胸部の非理想性が、胸部圧迫中に補正されることができる。

図２は、（断面図で示される）患者２１０に対するＣＰＲの機械的実行に対する典型的なシステム２００を示す。典型的なシステム２００は、ピストン２３０を駆動するモータ２２０と、測定装置２４０と、制御装置２５０とを有する。当業者は、制御装置２５０が、要求される計算を実行することができ、モータ２２０及び測定装置２４０と通信することができる如何なる装置（例えば、モバイルコンピュータ、ＰＤＡ、サーボコントローラ等）であることができることを理解する。

上記のように、システム２００は、モータ２２０がピストン２３０を駆動して患者２１０の胸部に圧迫力を加える（典型的な方法１００のステップ１１０）ことができるように配置される。制御装置２５０は、モータ２２０に最初のセットの圧迫（ステップ１２０）を実行するように命令する。測定装置２４０は、結果として生じる変位を測定する（ステップ１３０）。前記加えられた力に基づいて、制御装置２５０は、患者２１０の胸部の粘弾性特性を決定し（ステップ１４０）、所望の圧迫を達成するのに使用する適切な力を決定する（ステップ１５０）。制御装置２５０は、この場合、上記のように圧迫を実行し（ステップ１６０）、換気を行うために停止するようにモータ２２０に命令する。

測定装置２４０は、モータ２２０及びピストン２３０により加えられる力に起因する（好ましくは固定の基準点からの）実際の変位をモニタし続け、前記胸部の特性が十分に変化し、前記変位が特定の閾値を越えて変化したかどうかを決定することができるように制御装置２５０と通信する（ステップ１７０）。この場合、胸部特性は、再び評価されなければならない（ステップ１９０）。

典型的なシステム２００は、患者２１０の胸部に圧迫力を加えるモータ２２０及びピストン２３０の使用を参照して特定的に記載されている。しかしながら、当業者は、これらの構造が典型的なだけであり、同様の力を提供することができる他の構造（例えば、圧迫を提供するように胸部の周りで収縮されるバンド等）が、本発明のより広い範囲から逸脱することなしに使用されることができると理解するだろう。例えば、本発明は、力及び変位センサを有するパッドがＣＰＲをガイドするのに使用される場合に手動ＣＰＲにも適用されることができる。更に、以前に記載したように、測定装置２４０は、例えば、単純なパターン又は上記のようなパターンから反射される光を記録する装置、ポテンショメータ、加速器、モータの位置及び回転、角度センサ等であってもよい。しかしながら、当業者は、これらが単に例であり、測定装置２４０が、胸部及び／又は患者２１０の胸部の圧迫を測定することができる他の手段であってもよいと理解するだろう。

本発明の上記の典型的な実施例の使用により、自動的なＣＰＲは、手動ＣＰＲをより近く近似する形で実施されることができる。

様々な修正が、本発明の精神又は範囲から逸脱することなしに、本発明になされることができることは、当業者に明らかである。したがって、本発明は、添付の請求項及び同等物の範囲に入る限り、本発明の修正例及び変形例をカバーすると意図される。

Claims (9)

1. 患者の胸部に圧迫力を加える加力装置と、
   前記圧迫力の各々に対応する前記胸部の変位を測定する測定装置と、
   前記圧迫力の各々に対応する前記胸部の前記変位に基づいて前記胸部の特性を決定し、前記特性に基づいて最適な変位を達成する最適な圧迫力を決定する制御装置と、
   を有するシステム。
2. 前記制御装置が、前記胸部に前記最適な圧迫力を加えるように前記加力装置に命令する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記測定装置が、前記最適な圧迫力に対応する他の変位を測定し、前記制御装置が、前記他の変位が閾値を超過するかどうかを決定する、請求項２に記載のシステム。
4. 前記他の変位が前記閾値を超過する場合に、前記制御装置が、前記胸部の他の特性を計算する、請求項３に記載のシステム。
5. 前記最適な圧迫力が、３．８ないし５センチメートルの最適な変位に対応する、請求項１に記載のシステム。
6. 前記特性が、前記胸部のばね係数及び前記胸部の減衰係数を含む、請求項１に記載のシステム。
7. 前記測定装置が、加速器、ポテンショメータ、光測定コンポーネント、ＬＶＤＴ装置、反射光、１以上の角度センサ、１以上の磁気センサ、及びモータの回転数を測定する装置の１つである、請求項１に記載のシステム。
8. 前記加力装置が、ピストン及び圧迫ベルトの一方を含む、請求項１に記載のシステム。
9. 前記制御装置が、前記他の特性に基づいて最適な変位を達成する最適な圧迫力を決定する、請求項４に記載のシステム。

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